Risikozeichen bei Prothesenschaftbrüchen

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Zur Varusstellung der Prothese

In unserem Material stehen 8 varisch implantierten Prothesen 9 valgische Implantationen gegenüber. Wir können auch nachweisen, dass der Brucheinlauf nicht immer von der Außenseite der Prothese kommt. Das setzt aber voraus, dass das Biegemoment wechselt oder anders gesagt, es ist nicht statisch, sondern dynamisch zu betrachten (Hein u. Möser 1983). Interessant ist, dass varisch implantierte Prothesen zu einem früheren Zeitpunkt bruchgefährdet sind (durchschnittliche Liegezeit 3,6 Jahre). Ist die Varusposition ein Risikofaktor für die Lockerung (Schönrath u. Mitarb. 1985), so scheint sie nach unseren Untersuchungen für den Prothesenbruch nicht die zentrale Stellung einzunehmen, die ihr von anderen Autoren zugestanden wird.

Zementverankerung

Im Gegensatz zu bisherigen Veröffentlichungen müssen wir feststellen, dass bei 71% unserer Patienten die mediale Zementabstützung vollständig und korrekt war. Auch in Bezug auf die Lockerung konnte keine signifikante Abhängigkeit zur proximalen Zementabstützung gefunden werden (Schönrath u. Mitarb. 1985). In 82% der Fälle war die Prothesenspitze fest im Zement fixiert. Im Gegensatz dazu zeigten Patienten mit aseptischer Lockerung in 92% der Fälle eine ungenügende Stabilisierung des unteren Prothesenendes. Danach wäre die Schlussfolgerung erlaubt, dass nicht die proximale Zementabstützung, sondern die Verankerung im mittleren und unteren Prothesendrittel Einfluss auf die aseptische Lockerung bzw. den Prothesenbruch hat.

Resorption am Calcar femorale

Dieser radiologische Befund wurde bei allen Patienten mit Prothesenbruch beobachtet. Wichtig ist, dass er auch als Risikofaktor für die aseptische Lockerung anzusehen ist. Neben der Diskussion zur Überlastung bzw. Unterforderung des proximalen Femur nach der Implantation scheint uns die Erklärung der Spongiosierung des Calcar femorale durch Schneider (1982) nicht zutreffend. Danach führt die große Relativbewegung der Prothese proximal medial bei fester distaler Verankerung zu dekompensiertem Null-Durchgang und damit zur Knochenresorption. Wir folgen eher der Meinung Jakob und Hugglers (1980). Die Spongiosierung ist Folge der inadäquaten Belastung und bestätigt damit das Wolffsche Transformationsgesetz des Knochens. Wenn Schneider (1982) die Meinung vertritt, dass ein dicker Zementsockel nicht in der Lage ist, den Knochen genügend zu versteifen, dann sollte diese Aussage auf den Verbund Knochen – Prothese erweitert werden. Der Zement ist nicht in der Lage, die Biegemomente direkt auf den Knochen weiterzugeben, wodurch dieser als lebendes Material zwar unphysiologischen, aber doch gewissen Belastungsreizen ausgesetzt wäre, auf die er reagieren könnte.

Markhöhlenweite

Nach unseren Ergebnissen stehen aseptische Lockerung und Prothesenbruch in direktem Zusammenhang mit der Markhöhlenweite. In keinem Fall wurde ein Prothesenbruch bei enger Markhöhle gesehen. Nur 6 % der Patienten mit aseptischer Lockerung hatten eine enge Markhöhle. Auch Resorptionen am Calcar femorale werden bei Patienten mit enger Markhöhle weit weniger häufig gesehen als dies bei weiter Markhöhle zu beobachten ist. Wir sehen in diesem Merkmal einen wesentlichen Faktor für Fehlergebnisse nach Prothesenimplantation. Unter physiologischen Bedingungen erfolgt die Kraftübertragung im Schenkelkopf und -hals vorwiegend über die spongiosen Anteile des Knochens. Oberhalb des Trochanter minor übernimmt die Kortikalis zunehmend tragende Funktion, sie wird kräftiger. Die Implantation einer Endoprothese führt zur Änderung dieses Systems. In einem Verbund, und als solcher ist das proximale Femur nach Prothesenimplantation zu betrachten, erfolgt der Kraftlinienfluss vorwiegend im steiferen Material, im speziellen Fall im Metall. Erst dort, wo der Knochen steifer ist als der dünner werdende Prothesenstiel, übernimmt der Knochen tragende Funktion. Anders ausgedrückt, zum Zeitpunkt der Implantation ist der Bereich festgelegt, wo der Knochen die Prothese stabilisiert. Das proximale Femur hängt förmlich am oberen Anteil der Prothese, während unterhalb des mittleren Prothesendrittels diese ohne wesentliche Kraftleiterfunktion im Knochen verankert ist. Im Fall einer engen Markhöhle verklemmt sich die Prothese im Knochen, d. h. der Knochen muss jetzt auf Biegeimpulse, die auf Grund der Schwingung der Prothese bei Belastung auftreten, direkt reagieren. Diese Belastung ist zwar unphysiologisch, sie garantiert aber geringere Resorptionen am Calcar als wir es in Fällen weiter Markhöhlen beobachten müssen, bei denen die Biegemomente vom Knochenzement übernommen worden. Unsere Ergebnisse lassen eine solche Erklärung zu. Sie werden von Schneider (1982) ebenso gesehen, aber unterschiedlich diskutiert. Bei Patienten mit weiter Markhöhle ist die Prothese zum Zeitpunkt der Implantation im proximalen Teil als quasi gelockert zu betrachten. Ein kräftiger Zementsockel ist in der Lage, diesen Prozess zeitlich zu beeinflussen, er kann aber nicht den Verlauf bestimmen. Bei fester distaler Fixierung ist die Prothese bruchgefährdet, die ungenügende Verankerung führt zur aseptischen Lockerung. Selbstverständlich potenzieren Übergewichtigkeit und Vergrößerung des Biegemoments durch Langhalsprothesen und Varusstellung diesen Prozess. Sie sind aber letztlich keine entscheidenden Faktoren, die den Bruch verhindern oder herbeiführen können.

Schlussfolgerungen

Will man diesen Gedankengängen folgen, dann sind die bisher genannten Implantationsfehler in der Lage, den zeitlichen Ablauf des Implantatversagens, in das wir sowohl den Bruch als auch die aseptische Lockerung einschließen, zu beeinflussen. Wir sehen in der Verwendung eines uniformen Prothesensystems für alle Implantationssituationen (gleicher Schaft für weite und enge Markhöhlen) die entscheidende Ursache für Fehlergebnisse. Die Implantationsfehler sollten auf diese Punkte reduziert werden. Werden verschiedene Schaftstärken angeboten, dann entfällt das Problem der varischen Implantation ebenso wie das der medialen Zementabstützung. Letztlich ist die Verklemmung der Prothese im Femur Voraussetzung für Langzeitstabilität.
Diesem Gedanken folgend wurde die Geradschaftsprothese mit unterschiedlichen Schaftstärken entwickelt. Auch die zementfreie Verankerung ist nur möglich, wenn dem Femur anpassbare Gelenkersatzstücke zur Vorfügung stehen. Auch wenn Willert (1985) im Wegfall des Zements den entscheidenden Vorteil der zementfreien Verankerung sieht, sind wir der Überzeugung, dass die Schaffung biodynamisch stabiler Verhältnisse durch Verklemmung der Prothese größere Bedeutung beizumessen ist. Der Knochenzement garantiert als eine Art Füllsubstanz die Möglichkeit der Frühmobilisation und Belastbarkeit des Systems, die Verklemmung der Prothese die Langzeitstabilität. Unsere Erklärung für den Prothesenbruch berücksichtigt folgende Punkte:

  1. Die Implantation einer Prothese führt zur Änderung der Kraftverteilung im proximalen Femur. Der Kraftlinienfluss in einem Verbundsystem verläuft immer im steiferen Material, d.h., proximal hängt der Knochen an der Prothese, distal hat der Prothesenstiel keine Kraftleiterfunktion mehr.
  2. Die axiale Belastung der Prothese führt immer zu Schwingungen, die bei festem Kontakt (enge Markhöhle) direkt auf den Knochen übertragen werden. Im Falle dicker Zementblöcke (weite Markhöhle) ist diese Übertragung gestört, die Prothese zerrüttet den Zement, der die Schwingungen nicht stabilisieren und auf den Knochen übertragen kann.
  3. Damit ist die Prothese zum Zeitpunkt der Implantation im proximalen Anteil als quasi gelockert zu betrachten.
  4. Bei fester distaler Fixierung entscheidet die Qualität des implantierten Materials, ob der Bruch einlaufen kann oder nicht (kein Materialfehler, aber ungeeignetes Material).
  5. Bei insuffizienter distaler Fixierung führen die Schwingungen der Prothese zum Absinken der Einspannstelle und zur aseptischen Lockerung.
  6. Es bleibt die Forderung nach verschiedenen Schaftstärken, die die biodynamische Stabilität im Sinne Schneiders garantieren.

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